Optimización de calidad de imagen en radiografía digital de tórax vs dosis al paciente

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(1)Universidad Central “Marta Abreu” de Las Villas Facultad de Ingeniería Eléctrica Centro de Estudios de Electrónica y Tecnologías de la Información. TRABAJO DE DIPLOMA Optimización de calidad de imagen en radiografía digital de tórax vs. dosis al paciente Autor: Linet Machin Linares. Tutor: DrC. Marlen Pérez Díaz. Santa Clara 2014 "Año 56 de la Revolución".

(2) Universidad Central “Marta Abreu” de Las Villas Facultad de Ingeniería Eléctrica Centro de Estudios de Electrónica y Tecnologías de la Información. TRABAJO DE DIPLOMA Optimización de calidad de imagen en radiografía digital de tórax vs. dosis al paciente Autor: Linet Machin Linares lmachin@uclv.edu.cu. Tutor: DrC. Marlen Pérez Díaz mperez@uclv.edu.cu. Consultante: DrC. Yusely Ruiz González yuselyr@uclv.edu.cu Santa Clara 2014 "Año 56 de la Revolución”.

(3) Hago constar que el presente trabajo de diploma fue realizado en la Universidad Central “Marta Abreu” de Las Villas como parte de la culminación de estudios de la especialidad de Ingeniería Biomédica, autorizando a que el mismo sea utilizado por la Institución, para los fines que estime conveniente, tanto de forma parcial como total y que además no podrá ser presentado en eventos, ni publicados sin autorización de la Universidad.. Firma del Autor Los abajo firmantes certificamos que el presente trabajo ha sido realizado según acuerdo de la dirección de nuestro centro y el mismo cumple con los requisitos que debe tener un trabajo de esta envergadura referido a la temática señalada.. Firma del Autor. Firma del Jefe de Departamento donde se defiende el trabajo. Firma del Responsable de Información Científico-Técnica.

(4) i. PENSAMIENTO. Todo ser humano encierra en sí mismo, posibilidades que están a la espera de ser descubiertas. Helen Keller.

(5) ii. DEDICATORIA. A mis padres.

(6) iii. AGRADECIMIENTOS. A mis padres y mi hermano, por brindarme todo su apoyo y amor incondicional a lo largo de toda mi vida. A mi tutora Marlen Pérez Díaz, por haberme aceptado como su tesiante, por brindarme su apoyo en todo momento y transmitirme parte de sus conocimientos. A mi consultante Yusely Ruiz González, por transmitirme parte de sus conocimientos y apoyarme durante toda la realización del trabajo. A mi novio Vladimir López Mejías, por estar presente en los momentos más difíciles y brindarme todo su apoyo y amor. A la doctora y a los profesores Juan L. Ginori y Rubén Orozco, por los conocimientos aportados para la realización de este trabajo. A los profesores del CEETI, por ayudarme cada vez que lo he necesitado. A mis amistades más cercanas, por brindarme su apoyo incondicional. A todos mis compañeros de aula, por apoyarme y estar presentes en todo momento. A todas aquellas personas que de una forma u otra contribuyeron a la realización de este trabajo..

(7) iv. TAREA TÉCNICA. Revisión del tema en la bibliografía Análisis del rango de variación de los parámetros (mAs, kVp, t) para el experimento. Selección de criterios objetivos y subjetivos para la medición de calidad de imagen. Implementación sobre MATLAB de un conjunto de medidas objetivas y subjetivas para la medición de calidad de las imágenes seleccionadas. Proposición de un protocolo de adquisición donde se optimiza la relación calidad de imagen vs. dosis al paciente.. Firma del Autor. Firma del Tutor.

(8) v. RESUMEN. La radiografía digital directa de tórax (DR) es una prueba fácil, rápida y que aporta bajas dosis al paciente. Dicho estudio brinda una gran cantidad de información para el diagnóstico de enfermedades respiratorias y otras. Aún no existe un conocimiento exacto de los niveles de calidad de imagen y dosis, que se pueden obtener en los diferentes estudios médicos que emplean esta tecnología, que respondan a protocolos optimizados, dado que es una técnica relativamente reciente. Hacia este objetivo se enfocó el presente trabajo. Se procesaron 8 imágenes de radiografía digital directa de tórax de un maniquí antropomórfico, previamente adquiridas con un equipo digital. Se varió la energía del haz (kVp), la corriente de tubo (mAs) y el tiempo de adquisición (t), para encontrar las mejores condiciones de adquisición que permitieran una adecuada calidad de imagen con las menores dosis posibles. Se tuvo en cuenta la medición del Kerma en aire (mGy) como indicativo de las dosis. Se tomaron un conjunto de regiones de interés y se calcularon los indicadores: Relación Señal a Ruido, Relación Contraste a Ruido, Contraste Imagen, Error medio Cuadrático, Distancia Espectral e. Índice de Similitud Estructural. Se realizó también un análisis subjetivo visual binario realizado por tres observadores expertos. Se demostró que era suficiente aplicar entre 80 y 90 kilovoltios entre cátodo y ánodo a. valores de corriente de tubo entre 5 y 12 mA por segundos para obtener buena calidad de imagen digital de tórax con valores de Kerma en aire por debajo de 0.6 mGy. ..

(9) vi. GLOSARIO. Cima: Contraste imagen CNR: Relación Contraste a Ruido CR: Radiografía Computarizada DR: Radiografía digital Ka,i: Kerma en aire (mGy) kV (Tensión del tubo): Diferencia de potencial (kilovoltios, kV) aplicados entre al ánodo y el cátodo de un tubo de rayos x durante una exposición radiográfica. mAs: Es el producto de la corriente que circula por el tubo de rayos x multiplicada por el tiempo de exposición a la radiación. MSE: Error medio cuadrático ROI: Región de interés S1: Distancia espectral SNR: Relación Señal a Ruido SSIM: Índice de similitud estructural t: Tiempo de exposición a la radiación.

(10) vii TABLA DE CONTENIDOS PENSAMIENTO .....................................................................................................................i DEDICATORIA .................................................................................................................... ii AGRADECIMIENTOS ........................................................................................................ iii TAREA TÉCNICA ................................................................................................................iv RESUMEN ............................................................................................................................. v GLOSARIO ...........................................................................................................................vi INTRODUCCIÓN .................................................................................................................. 1 Organización del informe: .................................................................................................. 3 CAPÍTULO 1.. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA................................................................. 4. 1.1. Imagen médica digital .............................................................................................. 4. 1.2. Imágenes por rayos x ............................................................................................... 5. 1.3. Radiografía de tórax ................................................................................................. 6. 1.3.1. Radiografía Convencional ................................................................................ 8. 1.3.2. Radiografías digitales ....................................................................................... 8. 1.3.3. Ventajas del sistema DR ................................................................................. 13. 1.4. Calidad de imagen digital....................................................................................... 14. 1.5. Efectos biológicos de las radiaciones ionizantes ................................................... 16. 1.6. Dosimetría del paciente en DR de tórax. ............................................................... 18. 1.6.1. Estimación del Kerma incidente en aire. ........................................................ 18. 1.7. Relación dosis paciente y calidad de imagen en radiología digital ........................ 19. 1.8. Conclusiones del Capítulo...................................................................................... 20. CAPÍTULO 2. 2.1. MATERIALES Y MÉTODOS................................................................ 22. Equipo de radiografía digital directa utilizado ....................................................... 22.

(11) viii 2.2. Maniquí antropomórfico ........................................................................................ 23. 2.3. Imágenes utilizadas para el estudio ........................................................................ 24. 2.4. Medidas objetivas para el análisis de calidad de imagen. ...................................... 24. 2.5. Implementación sobre MATLAB del cálculo de las medidas objetivas ................ 28. 2.6. Análisis subjetivo de calidad de imagen ................................................................ 28. 2.7. Análisis estadístico ................................................................................................. 30. CAPÍTULO 3.. RESULTADOS Y DISCUSIÓN ............................................................. 31. 3.1 Resultados de las medidas objetivas de calidad de imagen. ....................................... 31 3.1.1 Relación Señal a Ruido ........................................................................................ 31 3.1.2 Relación Contraste a Ruido ................................................................................. 32 3.1.3 Contraste Imagen ............................................................................................... 33 3.2 Resultados de las medidas relativas con respecto a la condición de referencia de máxima dosis .................................................................................................................... 33 3.3 Resultados de la evaluación subjetiva de calidad de imagen .................................... 36 3.3.1 Evaluación inter e intra observador ......................................................................... 37 3.4 Correlación de resultados objetivos y subjetivos ........................................................ 38 3.5 Análisis y discusión de la propuesta de un protocolo de adquisición optimizado para la DR de tórax con el equipo General Electric E7834X ................................................... 40 3.6 Conclusiones del capítulo ........................................................................................... 40 CONCLUSIONES Y RECOMENDACIONES ................................................................... 42 Conclusiones ..................................................................................................................... 42 Recomendaciones ............................................................................................................. 42 REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS ................................................................................. 43 ANEXOS .............................................................................................................................. 46 Anexo I. Definición de las regiones de interés en MATLAB. ...................................... 46.

(12) ix Anexo II. Implementación de las medidas objetivas en MATLAB. ........................... 49. Anexo III Programación del análisis relativo de calidad de imagen ............................. 50.

(13) INTRODUCCIÓN. 1. INTRODUCCIÓN. La radiografía de tórax es el examen de diagnóstico por rayos x más comúnmente realizado [1]. Una radiografía de tórax contiene representaciones de tejidos muy diferentes sobre la misma imagen, a saber: el corazón, los pulmones, las vías respiratorias, los vasos sanguíneos y los huesos de la columna y el tórax; por lo tanto, es un examen médico no invasivo que ayuda a los médicos a diagnosticar y tratar muy diversas condiciones médicas. Una de las primeras radiografías de tórax de las que se tiene constancia fue tomada en el Instituto Tecnológico de Massachusetts a principios de 1896. La misma tuvo un tiempo de exposición a los rayos x de 45 minutos [1]. En sus inicios la radiografía de tórax se obtenía como una imagen convencional analógica, representada sobre una película, pero en los últimos años, la tecnología ha evolucionado muy rápidamente, llegando así a la radiografía digital. En la radiografía digital (DR) las imágenes se visualizan directamente sobre la pantalla de las computadoras o monitores dedicados para propósitos médicos, en el mismo momento en que se realizan. Ya, a comienzos de los años setenta, vio la luz la tomografía axial, una de las primeras aplicaciones digitales de imágenes por rayos x. Poseía el mayor contraste conocido hasta entonces y marcó un despliegue del uso de las imágenes digitales médicas [1]. La DR fue, de hecho, la última tecnología digital por rayos x que se desarrolló. Esta técnica utiliza un sensor en lugar de una película de rayos x, para capturar y almacenar la imagen obtenida por exposición a un tubo de rayos x y es una imagen digital trasmitida directamente a la computadora. La DR de tórax es una prueba fácil, rápida, barata, reproductible y prácticamente inofensiva, que aporta una gran cantidad de información para el diagnóstico de las enfermedades respiratorias y otras [2, 3]. Obviamente, es una prueba ampliamente utilizada.

(14) INTRODUCCIÓN. 2. por especialistas en radiología y diagnóstico por imagen, pero también lo es por parte de médicos no especialistas (médicos generales o de otras especialidades). Como los sistemas digitales son de reciente aparición en el mercado, la comunidad científica aún no está muy familiarizada con “las mejores condiciones de adquisición” que permiten obtener una calidad de imagen buena (semejante a la de la radiografía convencional), por lo que la tendencia inicial fue la de aumentar las dosis en lugar de disminuirlas [3]. Esto justificó la necesidad de hacer estudios de optimización de la técnica. La exposición a las radiaciones de forma deliberada, aunque sea para propósitos médicos, es un riesgo para la salud del paciente, dados los efectos biológicos que puede traer consigo como la alteración del funcionamiento del ADN de las células [4]. La radiografía de tórax hoy es indispensable en el estudio de la gran mayoría de las enfermedades torácicas de trascendencia, por lo que un número altísimo de estudios se realizan a diario a nivel mundial [5]. Las estadísticas expresan que hoy se realizan 900 exámenes de rayos x por cada mil habitantes por año en el mundo, aunque el mayor número corresponde a los países desarrollados con eficientes sistemas de salud. Esto es casi el doble que en 1988. De estos estudios el mayor porcentaje corresponde a estudios de tórax, incrementando la dosis colectiva. La dosis absorbida por el paciente en cada estudio de rayos x de tórax es de 0.02 mGy. Este número alto de exámenes puede seguirse incrementando con la paulatina introducción de la técnica digital en los diferentes países. Por este motivo se justifica investigar la relación existente de la calidad de imagen respecto a la dosis que recibe el paciente para los estudios de tórax realizados por radiografía digital (DR). Problema de investigación: En los diferentes centros hospitalarios que han adquirido recientemente los sistemas digitales de radiografía, el personal autorizado dosifica según su criterio y experiencia personal. Esta proviene básicamente de la radiografía convencional, ya que aún no existe un soporte científicamente bien documentado del nuevo criterio de optimización para cada tipo de estudio con cada modelo de DR del mercado. Este criterio debe relacionar las condiciones de adquisición más adecuadas con la nueva tecnología, para lograr una calidad de imagen mínima indispensable para el diagnóstico adecuado del paciente, con la menor dosis posible de exposición a los rayos x. Por esta causa los pacientes pueden estar.

(15) INTRODUCCIÓN. 3. recibiendo dosis mayores que las mínimas requeridas para su correcto diagnóstico en sistemas DR, con lo cual comprometen también su salud.. Objetivo general: Optimizar la calidad de imagen vs. Dosis en un equipo de radiografía digital directa a partir del estudio sobre un maniquí antropomórfico de tórax. Objetivos específicos: -. Medir calidad de imagen a partir de variaciones en los parámetros de adquisición utilizando medidas objetivas y subjetivas.. -. Proponer un criterio de optimización de calidad de imagen vs. dosis al paciente para la DR de tórax con el equipo monitoreado.. Interrogante científica (hipótesis): ¿Se puede lograr una buena calidad de imagen aun cuando se reduce la dosis aplicada al paciente en un sistema DR para la radiografía de tórax? Organización del informe: El informe consta de introducción, tres capítulos, conclusiones, recomendaciones, 28 referencias bibliográficas y 3 anexos. Tiene 62 páginas, donde se incluyen 20 figuras y 7 tablas..

(16) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 4. CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. Introducción En este capítulo se describen varios aspectos importantes relacionados a las condiciones de adquisición, procesamiento y análisis de calidad de imagen en radiografía digital directa de tórax, así como también sobre las dosis aplicadas al paciente. 1.1. Imagen médica digital. La imagenología médica abarca todo el conjunto de técnicas y procesos utilizados para la producción, transformación, análisis, visualización, y almacenamiento de imágenes del cuerpo humano con fines médicos. A través de la imagenología médica los médicos pueden ver dentro del cuerpo humano sin invadirlo, en tiempo real, con mayor precisión y sin causar dolor. Así, los estudios diagnósticos permiten detectar patologías en su fase inicial, cuando todavía existen posibilidades para la cura del paciente. Una imagen médica, es la representación gráfica de una estructura, región, órgano o tejido del cuerpo humano, que se obtiene a través de procesos físicos y computacionales ordenados para este fin [6, 7]. Una imagen digital es la representación un objeto real como un conjunto finito de valores discretos que se obtiene cuando se cuantifican las coordenadas espaciales y la intensidad en cada sitio de la imagen [7]. Estos valores discretos se denominan píxeles (del inglés picture element) y es el menor elemento en que se descompone una imagen. La cantidad de memoria utilizada para almacenar un píxel se conoce como profundidad de bits y se expresa en bits-por-píxel (bpp) [8, 9]..

(17) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 1.2. 5. Imágenes por rayos x. Una de las formas más antiguas de obtener imágenes médicas es a través de los rayos x. El equipo de rayos x consta de: un cátodo consistente en un enrollado de alambre (filamento). A este filamento se le hace circular una corriente (mA) en un tiempo (s) lo cual conforma el mAs que provoca que se caliente. El calentamiento a su vez provoca la emisión de electrones. Estos se enfocan en un haz bien definido hacia el ánodo como se muestra en la figura 1a. Entre cátodo y ánodo existe una diferencia de potencial (kV) que acelera los electrones arrancados. Al valor de máxima diferencia de potencial se le conoce como Kilovoltaje pico o simplemente kVp. Los electrones impactan sobre el ánodo y producen la radiación x en forma de espectro discreto y continuo (Figura 1 b), específicamente sobre el punto focal (pequeña área en la superficie cuyas dimensiones tienen un rango usualmente entre 0.1mm y 2mm). La causa de estos espectros es la pérdida de energía durante el frenado de los electrones al interactuar con el núcleo atómico de los átomos del ánodo en el primer caso, o los saltos electrónicos al interactuar con los electrones enlazados de las capas atómicas del ánodo en el segundo [9].. (a). (b). Figura 1. (a) Esquema de la producción de los rayos x [10], (b) Espectro continuo..

(18) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 6. El equipo de rayos x cuenta con un panel de control que le permite al operador el control de los tres parámetros fundamentales de adquisición: kVp, mA y tiempo de exposición [11]. Kilovoltaje (kV): Establece la energía de los electrones emitidos, por lo que los fotones x emitidos por el ánodo no pueden ser formados con una energía mayor que la máxima de los electrones que impactan el ánodo. Por eso, este factor regula la energía del espectro. A mayor kV, mayor energía de los fotones x y por tanto aumenta la penetración de la radiación, lo que provoca una menor atenuación en el cuerpo del paciente y conlleva a una reducción en el contraste imagen. Por el contrario, una disminución del kV implica una mayor atenuación de los rayos x en el cuerpo del paciente, que mejora el contraste imagen pero incrementa además la dosis que recibe el paciente [11]. Kilovoltaje pico (kVp): Regula la máxima energía del espectro de rayos x, la cual es proporcional al cuadrado del kVp. Duplicando este parámetro se cuadriplica la exposición del tubo [11]. Corriente de tubo. Miliamperes por segundo (mAs): Representa la cantidad total de electrones emitidos por unidad de tiempo. Es el producto de la corriente que circula por el tubo de rayos x en miliamperes (mA) y el tiempo en que se produce la exposición a estos rayos x (seg.) y determina la cantidad de rayos x emitidos que alcanzan el detector. Influye en la densidad de la imagen ya que determina la estadística de conteo según la distribución de Poisson, al ser un proceso completamente aleatorio [11]. Tiempo de exposición: Es el tiempo durante el cual se libera radiación hacia un punto [11]. 1.3. Radiografía de tórax. Una radiografía de tórax es generalmente el primer examen de imágenes utilizado para ayudar a diagnosticar enfermedades asociadas a síntomas tales como: Falta de aliento Tos fuerte o persistente.

(19) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 7. Lesión o dolor en el pecho Fiebre La radiografía de tórax es el examen de diagnóstico por rayos x más comúnmente realizado [2]. En una radiografía de tórax se presentan imágenes del corazón, los pulmones, las vías respiratorias, los vasos sanguíneos y los huesos de la columna vertebral y el tórax (ver en la figura 2) sobre una misma representación.. Figura 2. Radiografía de tórax. Los médicos utilizan este tipo de examen para ayudar a diagnosticar o controlar tratamientos de patologías tales como: Neumonía Insuficiencia cardíaca u otros problemas cardíacos Enfisema Cáncer de pulmón Colocación de líneas y tubos Otras enfermedades clínicas La toma de estas imágenes con rayos x supone la exposición de esta parte del cuerpo a una pequeña dosis de radiación ionizante para producir imágenes de su interior [2, 3]. Hay que tener en cuenta que el tórax es un volumen pero en los estudios de radiología simple se obtienen dos planos, habitualmente el frontal y la proyección lateral. Las.

(20) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 8. radiografías de tórax son, por lo tanto, la representación bidimensional de un objeto tridimensional. Es importante recordar que la superposición de estructuras de igual densidad dificulta su visualización y el reconocimiento de la patología. En sus inicios se obtenían las imágenes con sistemas de radiografía convencional donde el receptor era una película fílmica (figura 3).. Figura 3. Sistema Pantalla-Película [12]. 1.3.1 Radiografía Convencional Son equipos analógicos que utilizan como receptor de imagen un chasis. En el interior del chasis se encuentran: dos pantallas intensificadoras, que transforman el haz resultante en luz visible, y una película, con emulsión por las dos caras, que es impresionada por la luz emitida por las pantallas. Esta película es portadora de la imagen latente [13]. Esta imagen latente debe ser procesada en un cuarto oscuro manualmente o bien en la una procesadora automática, mediante la introducción de la película en los líquidos revelador y fijador, transformándose así la imagen latente en imagen visible, también llamada “copia dura”. La imagen visible así obtenida es visualizada en un negatoscopio. Estos sistemas han evolucionado en la actualidad con ayuda de la tecnología digital [2, 13]. 1.3.2 Radiografías digitales La radiografía digital consta de un conjunto de técnicas desarrolladas para obtener imágenes radiológicas en formato digital. Se utiliza en medicina humana y veterinaria, odontología, pruebas no destructivas y de seguridad, en que no es necesario tener el soporte en película. Permite el almacenamiento y la transferencia de datos a través de redes informáticas y la visualización de imágenes en la pantalla del ordenador..

(21) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 9. Se han desarrollado diferentes tipos de dispositivos para la adquisición de imágenes radiográficas digitales. Sin embargo, en la actualidad hay dos de ellos que dominan claramente el mercado, sin que sea previsible que tal circunstancia vaya a cambiar a corto plazo. Tales dispositivos han dado lugar a dos grandes grupos de sistemas de radiografía digital [14]. Sistemas de radiografía computarizada, basados en fósforos fotoestimulables (CR). Sistemas de radiografía directa, basados en paneles planos (DR).. 1.3.2.1 Radiografía computarizada Muchos sólidos, cuando son expuestos a radiación electromagnética (por ejemplo, de rayos x), absorben energía, la cual se almacena en forma de electrones ubicados en niveles excitados de la red cristalina. Con frecuencia, dichos materiales se desexcitan de manera espontánea e inmediata, emitiendo la energía absorbida en forma de luz visible o ultravioleta. Sin embargo, algunos de ellos no se comportan de ese modo, sino que conservan al menos parte de la energía absorbida, la cual liberan cuando reciben un determinado tipo de estímulo. Un caso particular lo constituyen los llamados fósforos fotoestimulables [14]. Los materiales fósforos fotoestimulables son aquellos que precisan ser iluminados para emitir, también en forma de luz, la energía almacenada en su red. Estos son, por sus propiedades, los que han encontrado una aplicación en radiología/radiografía digital. Constituyen la base de los llamados sistemas de radiografía computarizada CR. Se puede depositar una capa de fósforo fotoestimulable sobre un soporte de dimensiones similares a las de una placa convencional (poliéster), y colocar el conjunto en el interior de un chasis, también similar a los habituales de la radiografía convencional. Cuando se coloca ese dispositivo en el lugar del chasis con la placa clásica y se expone a un haz de rayos x, como se esquematiza en la figura 4, la intensidad de la radiación que llega a cada punto del fósforo estimula el material de manera proporcional, dando lugar a una imagen latente. Esta imagen latente sigue siendo en lo esencial una imagen analógica distribuida por toda la superficie del fósforo..

(22) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 10. Imagen Digital. Figura 4. Sistemas de radiografía computarizada, basados en fósforos fotoestimulables [12, 14]. Un tubo fotomultiplicador recoge la señal luminosa y la convierte en señal eléctrica. Un conversor analógico-digital cuantifica esa señal, normalmente con una profundidad de 12 bits, lo que permite un despliegue en 4096 niveles discretos. Cada una de esas lecturas de la señal produce el valor de exposición correspondiente a un píxel de la imagen y el barrido con el pincel láser a lo largo y ancho de toda la superficie dará lugar a una lista de números proporcionales a la cantidad de radiación que llegó a cada zona del fósforo, lista de números que constituye la base de la imagen digital propiamente dicha. El tamaño del píxel depende del barrido del haz láser y fundamentalmente del tamaño de dicho haz. Un haz láser más fino puede recoger la luz de una zona más pequeña del fósforo, dando lugar a una matriz con más puntos y por tanto mayor resolución espacial. En el mercado existen equipos de radiografía computarizada con diámetro de láser entre 50 μm y 100 μm y las matrices típicas asignan 2000 X 2500 valores para un campo radiográfico estándar de 35 cm X 43 cm, pero existen ya matrices de 4000 X 4000, con resoluciones de 10 píxel/mm. Esta técnica se conoce como Computed Radiography (Sistemas CR en lo adelante). En los sistemas CR, una vez adquirida la imagen, es preciso borrar la información residual, lo cual se consigue mediante un barrido de todo el fósforo con un haz de luz láser intensa que vacíe las trampas electrónicas. 1.3.2.2 Radiografía digital directa.

(23) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 11. Durante los últimos años los departamentos de radiología han sido testigos de enormes avances tecnológicos en el campo de la imagen digital, y aunque la mayoría de las exploraciones se realizan todavía en formato analógico, existe ya constancia de que algunos sistemas digitales proporcionan excelentes imágenes. La radiología digital directa, fue otro paso de avance en las técnicas digitales con respecto a los sistemas CR. Emplea como receptor de rayos x un detector rígido, habitualmente conectado a un cable, a través del cual la información captada por el receptor es enviada a la computadora. Se denomina directa porque no requiere ningún tipo de escaneado tras la exposición a los rayos x, sino que el propio sistema realiza automáticamente el proceso informático y la obtención de la imagen [13]. El procesamiento de la imagen es por tanto inmediato y no requiere la intervención del técnico. Estos sistemas por tanto no utilizan chasis. La figura 5 muestra un esquema de esta modalidad.. Figura 5. Sistema DR [12] Los detectores actuales están basados en paneles planos y son de dos tipos (figura 6): De detección directa (de selenio) De detección indirecta (de silicio).

(24) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 12. Figura 6. (a) Sistemas de detección directa (de selenio), (b) de detección indirecta (de silicio) En ambos sistemas el receptor es una matriz de detectores, de silicio o de selenio, sobre la que inciden los rayos x del haz remanente que ha atravesado el área a examinar. En cada detector la señal de rayos x se transforma, directa o indirectamente, en una carga eléctrica que es inmediatamente leída y digitalizada en un Convertidor Analógico-Digital. Mediante este sistema se obtienen imágenes digitales trascurridos tan solo unos segundos desde la realización del disparo con rayos x y sin tener que manipular ningún chasis. La obtención de imágenes radiológicas con paneles planos, llamada en ocasiones radiografía directa (DR) aunque con una cierta ambigüedad en la terminología, supone un proceso digital desde la captura inicial. No utiliza ningún paso intermedio de revelado ni de lectura láser. La imagen se obtiene directamente a partir de la interacción de los rayos x con un detector de características avanzadas. Los resultados de dicha interacción se transforman, inmediatamente, en señales eléctricas mediante una matriz activa de transistores de película delgada ( TFT’s) que cubre toda la superficie del detector [12]. Los paneles planos producen una imagen inmediata, en un entorno completamente digital, incrementando el rendimiento de salas y equipos. Permiten una reducción del costo directo de los estudios, permiten que se disminuya la dosis de radiación a los pacientes debido a la eficiencia de los detectores empleados y en cuanto a la calidad de imagen, la resolución de contraste es muy superior a la de los sistemas convencionales. La limitación técnica más frecuente que presentan los paneles planos se asocia a la resolución espacial. La matriz TFT no puede construirse con elementos demasiado.

(25) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 13. pequeños, debido a la necesidad de reservar un espacio para la electrónica del sistema. La tendencia de estos paneles es a deteriorarse con el uso constante y además el costo de estos paneles es aún elevado [14]. 1.3.3 Ventajas del sistema DR En general los sistemas DR poseen las siguientes ventajas [14]: 1. Reducción del consumo de películas 2. Reducción de la dosis a los pacientes, pueden llegar a ser hasta un 20- 40% menores. 3. Reducción de la repetición de exploraciones 4. Posibilidad que ofrece la imagen digital de: procesar digitalmente las imágenes, para mejorar su calidad sin tener que repetir la exposición ni incrementar la dosis del paciente permite la transmisión a otras estaciones intra o extra hospitalarias el archivo ocupa menor volume 5. La calidad obtenida es satisfactoria y estable. La radiografía digital permite obtener imágenes con una resolución de contraste mucho mejor que la analógica, sin embargo, su resolución espacial es peor (aunque va mejorando al aplicar tamaños menores de píxel). La tecnología DR revolucionó la radiografía, determinando modificaciones fundamentales en la forma de obtención, procesamiento, análisis, almacenamiento, manejo de las imágenes radiológicas y fundamentalmente una notable mejora en la calidad de las mismas [2]. La figura 7 muestra una foto de un moderno sistema DR.. . Figura 7. Equipo de DR de tórax.

(26) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 1.4. 14. Calidad de imagen digital. Desde el punto de vista físico los parámetros que caracterizan la calidad de imagen en la radiografía digital son: Resolución espacial Contraste imagen Ruido de la imagen Distorsión Artefactos Resolución espacial Es una medida de la capacidad del sistema para representar en la imagen detalles finos del objeto, como son estructuras de pequeño tamaño o bordes nítidos. La resolución espacial de un sistema determina las dimensiones del detalle de menor tamaño que puede ser recogido sobre la imagen y se afecta por emborronamiento. Elementos como el tamaño del punto focal, la colimación del haz o el espesor de los detectores determina su valor. Este, depende también del contraste entre estructuras o bordes y suele expresarse como una función, llamada función de transferencia de modulación (MTF) [16]. Contraste imagen Es la capacidad de distinguir estructuras aledañas de diferente grado de atenuación de los rayos x en el cuerpo humano. Sobre una imagen digital esto es captado a través de diferentes grados de gris. El contraste imagen depende del contraste objeto y este a su vez del coeficiente de atenuación de la radiación en cada tejido del cuerpo humano. La fuente principal de afectación del contraste imagen es la dispersión de fotones en el interior del cuerpo humano [16]. Ruido de la imagen Un objeto uniforme no produce una imagen completamente plana. En ella aparecen variaciones aleatorias de intensidad como consecuencia de la variación estadística en el número de fotones que llegan al receptor y también por el propio comportamiento de este y de la eventual electrónica asociada (en sistemas digitales). Tal circunstancia se describe como ruido de la imagen. En las imágenes por rayos x, la distribución de ruido sobre la.

(27) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 15. imagen responde a la estadística de Poisson [16]. Distorsión Una imagen médica no sólo debe presentar los objetos visibles, sino que debe dar una impresión correcta de su tamaño, forma y posición relativa. Las fuentes de distorsión en equipos de rayos x son: distancia o posición del objeto y forma del objeto. Los objetos más alejados del foco sufren distorsión debido a la dispersión de los fotones [16]. Artefactos Son elementos presentes en la imagen que no se corresponden con elementos en el objeto de estudio. Las fuentes de artefactos en los sistemas digitales están dadas por movimientos voluntarios o no del paciente y suciedades en los detectores [16]. En la práctica se buscan medidas matemáticas objetivas que sean capaces de medir uno o varios de los parámetros anteriores [7]. Desde el punto de vista clínico sin embargo, se realiza una percepción subjetiva de la calidad de imagen. Un examen radiográfico de buena calidad es aquel que puede entregar a los médicos una información completa y fidedigna para el diagnóstico. En ese sentido los radiólogos verifican para cada tipo de imagen que esta es capaz de brindar información sobre detalles anatómicos que ya están normados para cada tipo de estudio [17]. Por este motivo, lo primero que el radiólogo debe verificar es que ha recibido un examen técnicamente adecuado. Para que una radiografía de tórax (figura 8) se considere adecuada desde el punto de vista médico, debe reunir las siguientes características [17, 18]: La placa debe incluir la totalidad del tórax, desde los vértices pulmonares hasta el fondo de los recesos costos diafragmáticos (CD) tanto en proyección frontal como lateral. Las escápulas (E) deben estar desplazadas fuera de los campos pulmonares. La radiografía frontal debe estar bien centrada, lo que se puede verificar comprobando que los extremos externos de ambas clavículas (C) equidisten de la sombra central de las apófisis espinosas vertebrales (AE)..

(28) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 16. Parámetros técnicos adecuados (kVs, mAs): la dureza o penetración de los rayos debe ser tal que alcance a distinguirse detrás de la sombra cardiaca la columna vertebral tenuemente segmentada en cuerpos vertebrales (V) y discos intervertebrales (D). Debe existir además, una gama bien diferenciable de grises, negro y blanco. Salvo que se haya solicitado de otra manera, la placa se toma en inspiración profunda sostenida. El tamaño, posición y forma de las estructuras endotorácicas varía considerablemente en espiración y, si no se han detenido los movimientos respiratorios, las imágenes, especialmente de los vasos, resultan borrosas. Si lo permite el estado del paciente, la radiografía de tórax se toma ordinariamente en posición de pies. Esto determina una morfología y topografía características debidas a la acción cráneo-caudal de la fuerza de gravedad.. Figura 8. Radiografía frontal o posterior-anterior de buena calidad, de un sujeto normal. 1.5. Efectos biológicos de las radiaciones ionizantes. No solo es importante garantizar buena calidad de imagen desde el punto de vista médico sino medir las dosis que reciben los pacientes y lo que es más importante, reducir estas hasta el punto en que no degraden significativamente la calidad de imagen al reducir el riesgo radiológico del paciente. Esto es lo que significa optimizar la relación calidad de imagen / dosis..

(29) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 17. La exposición de los tejidos vivos a una radiación ionizante de cualquier origen se caracteriza por el paso de la energía radiante a las moléculas celulares. Este fenómeno puede producir una alteración del funcionamiento normal de la células y, si la cantidad de energía emitida es suficiente, la destrucción celular y la necrosis de los tejidos [4]. En lo que se refiere a efectos genéticos. las radiaciones ionizantes pueden producir. mutaciones y cambios estructurales en los cromosomas, donde los mecanismos de reparación enzimática fracasan al tratar de reparar el daño. En este caso, se provoca que la célula pueda ser viable; pero siendo ya una célula modificada, que puede inducir cáncer o trastornos hereditarios. Estos efectos estocásticos se caracterizan por no tener un umbral de dosis para su aparición y su probabilidad de aparición es directamente proporcional a la dosis de radiación, aunque la gravedad del mismo no se le asocie a esta, sino a la ubicación anatómica y a la agresividad de las lesiones. En la medida en que se reduce la dosis suministrada al paciente para el estudio, en esa misma medida se reduce la probabilidad de aparición de efectos estocásticos [19, 20]. Aún hoy se discute si esta relación es lineal o no. En el esquema de la figura 9 se muestra un resumen de los principales efectos biológicos de las radiaciones ionizantes.. Figura 9. Efectos biológicos de las radiaciones ionizantes..

(30) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 18. Lo explicado es justificación suficiente para reducir las dosis en cualquier estudio que involucre radiaciones ionizantes, hasta el punto en que no deteriore la calidad de imagen útil para diagnóstico. 1.6. Dosimetría del paciente en DR de tórax.. Como las técnicas de DR son relativamente recientes, aún no existen suficientes estudios de optimización publicados que recomienden para cada tipo de examen cuáles son los parámetros de adquisición idóneos para cada tecnología. Es decir, no existen parámetros específicos que se puedan utilizar como guía en la aplicación de dosis al paciente. La dosis absorbida típica de radiación en adultos para una radiografía de tórax convencional es de alrededor de 0,02 mGy [1]. Lo que se pretende es no superar este valor o reducirlo de ser posible con la nueva tecnología digital, aprovechando sus ventajas. Una medida que se estudia en la práctica clínica por su sencillez y su valor indicativo de las dosis es la Kerma en aire en superficie de entrada al paciente [21]. 1.6.1 Estimación del Kerma incidente en aire. Kerma Se define cómo la energía cinética transferida al medio (principalmente electrón) por la radiación (fotones) por unidad de masa en un punto. Es una magnitud que se puede medir directamente y sirve para cualquier haz de partículas sin carga y para cualquier medio absorbente [22]. Se expresa como:. (1) El kerma K, es el cociente entre dEtr y dm, donde dEtr es la suma de las energías cinéticas iniciales de todas las partículas cargadas liberadas por partículas sin carga en una masa de material dm. Unidad: Jkg-1. El nombre especial de esta unidad de Kerma es gray (Gy)..

(31) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 19. La figura 10 muestra el concepto de K, donde un fotón interactuando con el medio en el punto P, transfiere parte de su energía al electrón cómo energía cinética. El electrón, a su vez, transfiere su energía al medio mediante pequeñas colisiones entre P y P’. La energía transferida por unidad de masa en P, es lo que llamamos Kerma [22].. Figura 10. Energía transferida por un fotón de energía hν a un medio de masa dm [22]. 1.7. Relación dosis paciente y calidad de imagen en radiología digital. Cuando hablamos de radiografía de tórax también se debe tener en cuenta el tema de la reducción de la exposición a la radiación, para llevar a cabo esto se debe tener especial cuidado durante los exámenes de rayos x en utilizar la mínima dosis posible de radiación y a la vez generar las mejores imágenes para la evaluación. Las organizaciones nacionales e internacionales de protección de la radiología revisan y actualizan constantemente las normas técnicas utilizadas por los profesionales en radiología [23]. Los sistemas modernos de rayos x tienen haces de rayos x muy controlados y métodos de control de filtración para minimizar la desviación (dispersión) de la radiación. Esto garantiza que aquellas partes del cuerpo de las que no se toman imágenes reciban la mínima exposición posible a la radiación [19]. En la radiología digital, algunos de los parámetros que normalmente se identifican con la calidad de imagen, por ejemplo el ruido, se correlaciona bien con la dosis. Para los.

(32) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 20. detectores digitales, las dosis más altas se traducen en una mejor calidad de imagen. La Realación Señal a Ruido (SNR) por tanto también aumenta con la dosis. Algunos otros aspectos a tener en cuenta en la radiología digital son [19]: Al aplicarle una mayor dosis al paciente por lo general significan que la imagen mejoró en calidad. Sin embargo, existe una tendencia a utilizar dosis más altas que las necesarias tratando de lograr una calidad de imagen similar a la obtenida en radiografía convencional, a la cual los radiólogos ya estaban acostumbrados. Las diferentes tareas de imágenes médicas requieren diferentes niveles de calidad de imagen. El objetivo es evitar dosis innecesarias al paciente, es decir, las dosis que no tienen ningún beneficio adicional para el objetivo previsto. La calidad de imagen puede verse afectada por los niveles inadecuados de compresión de datos y / o técnicas de post-procesado. Esto depende de la modalidad. Los parámetros relativos a la dosis del paciente se deben mostrar en la consola del operador (y dentro de la radiografía) para ayudar a los radiólogos y médicos especialistas en el manejo de la dosis. Es necesario que los radiólogos, físicos médicos y biomédicos tengan al menos una formación básica con respecto a calidad de imagen y dosis aplicada al paciente en la técnica DR. 1.8. Conclusiones del Capítulo. De la revisión bibliográfica realizada anteriormente debemos resaltar varios aspectos importantes: La tecnología del sistema DR de tórax, sus métodos de adquisición y procesamiento han evolucionado desde sus inicios, contribuyendo a incrementar la calidad de imagen obtenida. Como la tecnología DR es reciente, aún existe un desconocimiento relativo de los niveles tanto de calidad de imagen como de dosis que se pueden obtener en los diferentes estudios médicos que emplean esta tecnología, por lo que podemos afirmar que aún no está optimizada..

(33) CAPÍTULO 1. REVISIÓN BIBLIOGRÁFICA. 21. Existe un margen para disminuir las dosis a los pacientes. Las medidas para lograrlo deben incluir la verificación de la calidad de las imágenes de manera que se logre un equilibrio apropiado con las dosis de radiación..

(34) CAPÍTULO 2. MATERIALES Y METODOS. 22. CAPÍTULO 2. MATERIALES Y MÉTODOS. En este capítulo se describen las condiciones experimentales que soportan los datos del presente Trabajo de Diploma, a partir de un maniquí antropomórfico de tórax, así como las herramientas utilizadas para el análisis y tratamiento de los datos. 2.1. Equipo de radiografía digital directa utilizado. El equipo empleado para la obtención de las imágenes de radiografía digital directa de tórax utilizadas en esta tesis tiene las siguientes especificaciones: Marca: General Electric Modelo: E7834X (No. Serie 08D260) Temperatura de funcionamiento correcto: 22.4°C Humedad relativa: 65 %. Distancia al receptor de fondo 160 cm y distancia al pecho del paciente 136 cm Punto focal: 1.2 / 0.6 mm. Voltaje máximo: 150 kVp Monitor de visualización: Corestream Health Distancia de la cámara de radiación al foco de Rx 75 cm. La figura 11 muestra una foto del equipo DR utilizado con un maniquí antropomórfico de tórax posicionado en el mismo..

(35) CAPÍTULO 2. MATERIALES Y METODOS. (a). 23. (b). Figura 11. (a) Equipo DR E7834X utilizado y (b) Panel frontal del equipo. 2.2. Maniquí antropomórfico. Para la realización de esta investigación se ha utilizado un maniquí antropomórfico, tejido equivalente de la firma OPRAXMedical del año 2008. El mismo simula un tórax (ver en la figura12 a y b).. (a). (b). Figura 12. Maniquí antropomórfico de tórax..

(36) CAPÍTULO 2. MATERIALES Y METODOS. 2.3. 24. Imágenes utilizadas para el estudio. Con el equipo anteriormente descrito se obtuvieron ocho imágenes de radiografía digital directa de tórax, gracias al proyecto CNPq-MES del CEETI, para diferentes condiciones de adquisición, cuyos datos se muestran en la siguiente tabla. Tabla 2.1 Condiciones de adquisición. Imagen. kVp. mA. T(ms). mAs. Ka,i (mGy). 1 2 3 4 5 6 7 8. 80 80 80 90 90 70 70 70. 284 278 299 244 264 328 317 336. 44,1 72,9 16,9 83,1 19,2 38,5 63,8 15,1. 12,5 20,3 5,1 20,3 5,1 12,6 20,2 5,1. 0,665 1,076 0,268 1,415 0,354 0,490 0,785 0,197. En la propia tabla se incluye la medición de la Kerma en aire (mGy), como indicador de la dosis, la cual fue medida con una cámara de ionización tipo lápiz, marca PTW 30009-0516, que posee un electrómetro PTW Diamentor E2. Las mediciones se efectuaron ubicando la cámara en el campo de radiación para iguales condiciones de adquisición que para el estudio con el maniquí. 2.4. Medidas objetivas para el análisis de calidad de imagen.. El análisis físico de calidad imagen se realizó mediante la evaluación de varias regiones de interés sobre las imágenes, en ventanas de 3 x 3 píxeles (figura 13). Las regiones de interés responden a los elementos y estructuras morfológicas que usualmente los médicos analizan a partir de radiografías de tórax en el diagnóstico de las enfermedades que comprometen a esta región [17]. En las ventanas seleccionadas se calcularon varias medidas objetivas..

(37) CAPÍTULO 2. MATERIALES Y METODOS. 25. Figura 13. Regiones de interés analizadas. Regiones de interés: Vértebras torácicas Arco costal derecho e izquierdo Cayado aórtico Corazón: ventrículo derecho e izquierdo Pulmón Articulación derecha e izquierda Cúpula diafragmática Piel (región tomada como fondo). Las medidas objetivas utilizadas para evaluar la calidad de imagen fueron: como medidas absolutas o univariadas, la Relación Señal a Ruido (SNR) y la Relación Contraste a Ruido (CNR); representativas del nivel de ruido de Poisson presente en las imágenes, y el.

(38) CAPÍTULO 2. MATERIALES Y METODOS. 26. Contraste Imagen (Cima). Como medidas relativas a la imagen adquirida a la mayor dosis, o medidas bi-variadas, se calcularon: la distancia espectral (S1) para analizar la variación en el rango de frecuencias presentes en las imágenes, el Índice de similitud estructural (SSIM) como un indicador de la variación que sufre la resolución espacial al cambiar las condiciones de adquisición y el Error Medio Cuadrático (MSE) para medir pixel a píxel las diferencias en intensidad. Las expresiones utilizadas para calcular las medidas fueron las siguientes: Relación señal a ruido: Es el cociente obtenido entre la media de la señal (intensidad de los píxeles en la región de interés) y el ruido en la imagen (en la propia región de interés), que al ser ruido de Poisson se representa como la incertidumbre con la cual se obtiene la imagen del objeto [24].. (3) Donde Srms y Nrms son el valor medio de señal y su desviación típica, respectivamente. Relación Contraste a Ruido (uni-variada). Mide el cociente entre las diferencias de intensidades en la región de interés de la señal menos la región de fondo y el ruido en la región de fondo. (4) Donde Cs es el contraste de la señal,. contraste del fondo y. es la desviación típica del. fondo. Contraste imagen: Se define como la diferencia relativa en la escala de grises de la imagen entre regiones con detalles adyacentes (ecuación. 5). Depende esencialmente del kVp que determina el grado de atenuación de los fotones en el cuerpo del paciente, el filtrado pre-procesamiento Matemáticamente se puede expresar como: (5).

(39) CAPÍTULO 2. MATERIALES Y METODOS. 27. Distancia espectral [25] La distancia espectral (SD) es descrita por la expresión:. (6) Donde. y y. son las componentes de fase de las transformadas de Fourier de. respectivamente.. Índice de similitud estructural El índice de similitud estructural (SSIM) propuesto por Wang [26], compara los patrones locales de intensidad de los píxeles que han sido normalizados por la luminancia y el contraste. Una forma de esta expresión es:. (7). Donde μ es el estimado de luminancia de la imagen, imagen,. y. es el estimado del contraste en la. son constantes con. y. <<1 y L = rango. dinámico de los píxeles, que en este experimento tomaron los siguientes valores = 0.01,. = 0.03 y L = 255 Error medio cuadrático. Considerando X(i,j) como la imagen de referencia e Y(i,j) como la imagen adquirida bajo condiciones de adquisición modificadas, se define el error medio cuadrático (MSE) [27] [27] como:.

(40) CAPÍTULO 2. MATERIALES Y METODOS. 28. (8) Donde m y n son el total de filas y columnas de la imagen respectivamente que en nuestro caso m=1 y n=2 2.5. Implementación sobre MATLAB del cálculo de las medidas objetivas. Las imágenes de DR de tórax fueron cargadas en MATLAB (versión 7.0.0.19920 (R14)) y utilizando este software se definieron las 24 regiones de interés (ROIs) de 3x3 píxeles (Anexo I). A las diferentes ROIs se les realizo el cálculo de las medidas objetivas de calidad de imagen (Anexo II) y además un análisis relativo (Anexo III). 2.6. Análisis subjetivo de calidad de imagen. En todo sistema de evaluación de imágenes médicas el observador humano constituye un eslabón importante sobre el cual recae gran parte de la responsabilidad, al clasificar una imagen y los detalles que se observan en la misma. El análisis de calidad de cada una de estas imágenes también se realizó mediante evaluación subjetiva. Para esta tarea se seleccionaron tres observadores, un médico con varios años de experiencia en su profesión (de una institución del sistema nacional de salud) y dos doctores en Ciencias técnicas, especializados en imágenes biomédicas,. del Centro de. Estudios de Electrónica y Tecnologías de la Información de la Universidad Central “Marta Abreu” de las Villas. Cada uno de ellos evaluó 14 pares de imágenes con diferentes parámetros de adquisición, sin tener ningún conocimiento previo de estos. La figura 14 muestra un ejemplo de uno de los pares de imágenes evaluados. La imagen de la izquierda es siempre la referencia, que es la imagen adquirida bajo las condiciones de adquisición que propiciaron la mayor dosis (Energía pico = 90 KeV, Corriente de tubo por tiempo =20.3 mAs y el mayor tiempo de exposición (T=83,1 mSeg). La imagen de la derecha es una imagen con condiciones de adquisición variadas, ya mostradas en la Tabla 2.1..

(41) CAPÍTULO 2. MATERIALES Y METODOS. (a). 29. (b). Figura 14. (a) Imagen de referencia, (b) Imagen con condiciones de adquisición variables. La visualización de las 14 pares de imágenes fue completamente aleatoria, estas fueron mostradas en diapositivas. En estas diapositivas hubo 8 pares de imágenes repetidos, incluyendo un caso en que se incluía la comparación entre la imagen de referencia y ella misma como imagen a evaluar. La calidad de imagen subjetiva se evaluó según la escala: (1- el observador ve diferencias de calidad, 2- el observador no aprecia diferencias importantes en la calidad de ambas imágenes). Se anotó también como particularidad, cuando el observador apreciaba que la imagen bajo estudio era de mejor calidad que la referencia, aunque recibiera evaluación de 1 según el diseño de experimento establecido. Las medidas subjetivas se promediaron para cada observador en cada evaluación que hizo del mismo par (centrándose en la imagen a evaluar realmente que es la de la derecha) y el valor obtenido constituyó el registro de evaluación subjetiva de cada imagen por observador. Los observadores realizaron el análisis subjetivo de calidad de imagen de forma independiente y bajo las mismas condiciones de visualización (habitación con una.

(42) CAPÍTULO 2. MATERIALES Y METODOS. 30. iluminación de 500 lúmenes/m2 y observador a 50 cm del monitor). Se utilizó un monitor marca Flatron W 1942TQ, LG Widescreen, con una resolución de 1440 x 900 píxeles y una profundidad de 32 bit, lo cual, dadas las dimensiones de los detalles anatómicos a visualizar, es una resolución suficiente para los objetivos de este experimento. Las evaluaciones subjetivas fueron utilizadas para analizar la variabilidad intra- e interobservador. Este cálculo se estimó a través de las siguientes relaciones propuestas por Bland y Altman [28]:. (9) Donde x1ro y x2do son las observaciones obtenidas para una misma imagen por un mismo observador en dos mediciones diferentes.. (10) Mientras que en la variabilidad inter-observador, xO1 y xO2 son las observaciones obtenidas por dos observadores diferentes evaluando la misma imagen. 2.7. Análisis estadístico. Para realizar los cálculos estadísticos se utilizó el paquete estadístico SPSS 15.0 para llevar a cabo varios análisis de correlación bivariada de Pearson entre la Kerma en aire y los parámetro de adquisición mAs y kVp, y también entre SNR, CNR, Cima y dichos parámetros de adquisición. Se realizó además una correlación entre la percepción visual, la Kerma en aire y las medidas objetivas..

(43) CAPÍTULO 2. MATERIALES Y METODOS. CAPÍTULO 3.. 31. RESULTADOS Y DISCUSIÓN. Introducción En este capítulo se exponen y discuten los resultados obtenidos del estudio de calidad de imagen realizado para un equipo de radiografía digital directa de tórax y se proponen cuáles son las condiciones de adquisición óptimas para obtener como resultado una imagen de buena calidad, aportándole al paciente la menor dosis de radiación posible. 3.1 Resultados de las medidas objetivas de calidad de imagen. 3.1.1 Relación Señal a Ruido En la figura 15 se muestra el comportamiento de SNR para diferentes parámetros de adquisición. El comportamiento ajusta. a polinomios de segundo orden para las diferentes estructuras. anatómicas monitorizadas.. (a). (b). Figura 15. Comportamiento de la SNR con la variación de mAs a diferentes kVp..

(44) CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN. 32. Como se muestra en la figura anterior, la SNR aumentó muy ligeramente con el mAs a kVp constante. Las diferencias de calidad de imagen de acuerdo con SNR no son significativas entre los diferentes mAs según la prueba no paramétrica de Wilcoxon (p=0.401).. 3.1.2 Relación Contraste a Ruido Para realizar el análisis con relación a la CNR como se observa en la figura 16 (a) se tomó el mAs constante, ya que es conocido que el contraste básicamente depende de la energía del haz de rayos x [24]. El comportamiento de CNR con la variación de kVp ajusta también a polinomios de segundo orden para las diferentes estructuras anatómicas.. (a). (b). Figura 16: Comportamiento de CNR con el kVp a diferentes mAs. Al aumentar el kVp disminuyó la CNR, lo cual es lógico, ya que disminuye la interacción de los fotones con los tejidos [16]. En particular a bajo mAs las diferencias fueron significativas (p=0.012); sin embargo, si se utiliza un valor de 12.6 miliamper por segundo, el efecto de subir la corriente de tubo prevalece sobre el efecto de aumentar el kVp, de modo que la disminución de CNR con el incremento del kVp se atenúa. Este aspecto, sin embargo, incrementaría ligeramente la dosis..

(45) CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN. 33. 3.1.3 Contraste Imagen La figura 17 muestra el comportamiento del Contraste imagen ante variaciones del kVp. Es un comportamiento que ajusta a polinomios de segundo orden.. (a). (b). Figura 17. Comportamiento del Contraste imagen ante variaciones de kVp a diferentes mAs.. El comportamiento del contraste imagen ante variaciones de kVp a diferentes mAs fue semejante al comportamiento de CNR. Las diferencias fueron significativas a bajo mAs (p=0.036) pero basta con subir la corriente de tubo a 12.6 miliamper por segundo para que el contraste imagen se independice prácticamente de la variación de kVp, aunque incrementa ligeramente la dosis. 3.2 Resultados de las medidas relativas con respecto a la condición de referencia de máxima dosis Para realizar el análisis relativo se escogió como imagen de referencia la obtenida a mayor dosis. Esta fue la imagen 4, con parámetros de adquisición 20.3 mA por seg., 90 kilovolts y 83.1 mseg. de adquisición, lo que dio lugar a una Kerma en aire de 1.415 mGy. En la tabla 3.1 se muestran los resultados de las medidas MSE, S1 y SSIM, escogidas para este tipo de análisis..

(46) CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN. 34. Tabla 3.1. Resultados de las medidas relativas Imágenes / Medidas. IM1. IM2. IM3. IM5. IM6. IM7. IM8. MSE. 0.003. 0.008. 4.03E-04. 4.34E-04. 0.002. 0.007. 0.005. S1. 0.009. 0.005. 0.009. 0.004. 0.005. 0.006. 0.005. SSIM. 0.999. 0.999. 1. 0.999. 0.999. 0.999. 0.999. Las imágenes con mayores semejanzas de calidad respecto a la imagen de referencia, según la variable relativa MSE, que actúa en el dominio espacial y que por ende es netamente dependientes del valor del píxel, fueron: la 3, la 5 y la 6, seguida por la 1. Desde el punto de vista de SSIM todas las imágenes son de semejante calidad, lo cual nos expresa fundamentalmente que la resolución espacial no ha sido afectada con el cambio de las condiciones de adquisición. Para S1, que actúa en el dominio de las frecuencias, 5, 6 y 8 fueron las más semejantes a la referencia. En este caso, para el resto de las imágenes se encontraron componentes de alta frecuencia que incrementaron la distancia espectral pero las diferencias no fueron significativas en ningún caso con relación a la referencia (p>0.05). Para una mejor representación de los resultados obtenidos se muestra cada comportamiento por separado en las figuras 18 a la 20.. Figura 18. Comportamiento del Error medio cuadrático..

(47) CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN. 35. Figura 19. Comportamiento de la Distancia espectral. Figura 20. Comportamiento del Índice de similitud estructural Es interesante hacer notar cómo las imágenes 5 y 6, según los resultados anteriores, prácticamente poseen la misma calidad de imagen que la imagen 4 de referencia y sin embargo, fueron obtenidas para corrientes de tubo más bajas (5.1 mAs y 12.6 mAs respectivamente), lo cual propició, además, valores de Kerma en aire respectivos de 0.354 mGy y 0.490 mGy, los cuales son más bajos que la referencia que fue de 1. 415 mGy. La imagen 3 por su parte, fue también muy semejante a la imagen de referencia en el dominio espacial, que es el que los.

(48) CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN. 36. médicos utilizan para diagnosticar, y fue obtenida con la segunda menor de las dosis, al presentar una Kerma en aire de solo 0.268 mGy. 3.3 Resultados de la evaluación subjetiva de calidad de imagen En la tabla 3.2 se muestran los valores promedios de las evaluaciones subjetivas de las imágenes DR de tórax por los tres observadores.. Tabla 3.2 Evaluaciones subjetivas Imágenes. Promedio de. Observaciones. evaluación subjetiva 1. 1,66. En dos observaciones se notaron ligeras diferencias por un observador. 2. 2. La calidad de los detalles para diagnóstico fue semejante para los 3 observadores y todos coinciden en que es una imagen de mayor contraste que la de referencia. 3. 2. “. 4. 2. Es la propia referencia. 5. 2. La calidad de los detalles para diagnóstico fue semejante para los 3 observadores y todos coinciden en que es una imagen de mayor contraste que la de referencia. 6. 1,33. Dos de los observadores aprecian menor calidad que la de referencia en 4 evaluaciones.

(49) CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN. 37. Continuación Tabla 3.2 Evaluaciones subjetivas 7. 1,33. Un observador aprecia menor calidad en las 2 oportunidades que evalúa la misma imagen. 1,66. 8. En dos observaciones se notaron ligeras diferencias por un observador. En general, todos los observadores coinciden en plantear que las diferencias de calidad de imagen respecto a la referencia son muy sutiles; en ningún caso llegan al punto de que se pierdan detalles, e incluso, hay varios casos en que los observadores coinciden en plantear que la imagen monitorizada es mejor que la referencia. Esto implica que desde el punto de vista visual todas las condiciones de adquisición incluidas en este experimento fueron adecuadas para lograr buena calidad de imagen y que la decisión de protocolo optimizado debe estar más ligada entonces a buscar un criterio a favor de la disminución de las dosis. 3.3.1 Evaluación inter e intra observador La tabla 3.3 muestra la variabilidad inter e intra observador expresada en porciento. De acuerdo con estos resultados se aprecia una buena reproducibilidad de las observaciones, lo cual es indicativo de dos aspectos: 1ro que todos los observadores tienen semejante grado de experiencia y 2do, que la calidad de imagen de todas las imágenes es bastante semejante desde el punto de vista visual. Tabla 3.3 Variabilidad inter e intra observador (%) Observador. 1. 2. 3. 1. 100. 99.75. 99.53. 2. 99.75. 99.66. 99.75. 3. 99.53. 99.75. 99.66.

(50) CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN. 38. 3.4 Correlación de resultados objetivos y subjetivos En las imágenes analizadas se ha demostrado que existió una correlación entre el mAs y la dosis empleada para su adquisición, al tener una correlación de Pearson alta (r=0,900 y p=0,002). Esto se aprecia en los resultados de la Tabla 3.4. Es decir, que en nuestro experimento el mAs determinó la dosis recibida. Por su parte, la percepción visual tuvo una correlación media con la dosis pero esta no fue significativa. Sin embargo, y como podemos ver más adelante en la Tabla 3.5, la evaluación subjetiva de calidad de imagen estuvo determinada por el valor del kVp (obteniéndose los mejores resultados para 80 y 90 kilovoltios que es el valor de las imágenes 15). La evaluación objetiva basada en CNR y Cima fue solo ligeramente inferior para 5.1 mA por Seg. y no estuvo determinada por el kVp, mientras que la SNR mostró una cierta correlación con el kVp sin llegar a ser significativa; es decir, que podemos afirmar en general que los resultados de calidad de imagen desde el punto de vista objetivo fueron buenos para todo el rango de parámetros de adquisición estudiados.. Tabla 3.4: Correlación entre la percepción visual y parámetros de adquisición con la Kerma en aire. Correlación. Kerma en aire. Percepción visual. r= 0,507. p=0,200. mAs. r= 0,900. p=0,002. kvp. r= 0,386. p= 0,345.

(51) CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN. 39. Tabla 3.5: Correlación entre la percepción visual e indicadores objetivos de calidad de imagen con los parámetros de adquisición. Correlación Percepción visual. SNR. CNR. Cima. mAs. kVp. r=0,329. r=0.822. p= 0,426. p=0.012. r=-0.205. r=0.599. P=0.627. p=0.117. r=-0.317. r=0.254. p=0.444. p=0.544. r=-0.317. r=0.172. p=0.445. p=0.685. Veamos cómo fue la correlación entre la evaluación objetiva y subjetiva de calidad de imagen. La tabla 3.6 muestra estos resultados.. Tabla 3.6 Correlación entre medidas objetivas, mAs y evaluación subjetiva Correlación. Percepción visual. SNR. r= 0,806. p= 0,016. CNR. r= 0.429. p= 0,288. Cima. r= 0,339. p= 0,411.

(52) CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN. 40. La variable que mejor correlacionó con la percepción visual de los observadores fue la Relación Señal a Ruido. 3.5 Análisis y discusión de la propuesta de un protocolo de adquisición optimizado para la DR de tórax con el equipo General Electric E7834X A partir de integrar todo el conjunto de resultados anteriores podemos apreciar que desde el punto de vista visual podemos formar dos grupos de calidad de imagen ligeramente diferenciada, uno conformado por las imágenes de medio y alto kVp que, como regla general, obtuvieron mejores evaluaciones subjetivas, y otro conformado por las imágenes de bajo kVp que, con la excepción de la imagen 8, obtuvieron un menor valor de evaluación subjetiva. Las imágenes pertenecientes al grupo de mayor calidad subjetiva son la 1, 2, 3, 5 y 8 y la propia 4 que es la imagen de referencia. Todas las imágenes incluidas en ese grupo fueron obtenidas con menor dosis que la referencia y algunas como la 2, 3 y 5 la superan en calidad para dosis más bajas. Los valores bajos de mAs=5.1 produjeron ligeras disminuciones en la CNR y en el Cima. Esto sin embargo, no fue sensible para los observadores. Así, una imagen como la 5, obtenida con 90 kilovoltios y 5.1 mA por seg. tiene mejor calidad visual que la referencia (imagen 4) con una Kerma en aire mucho menor, de 0.354 mGy. Para mejorar los parámetros cuantitativos CNR y Cima sería suficiente subir ligeramente el mAs y consecuentemente la dosis, lo cual quedaría a criterio de los requerimientos del estudio que realice el especialista médico. 3.6 Conclusiones del capítulo De la variación en las condiciones de adquisición se apreció que el mAs determinó la dosis pero no la calidad de imagen visual, mientras que objetivamente a corriente de tubo baja, de 5.1 mA por seg., CNR y Cima se afectaron ligeramente. La respuesta de los observadores estuvo determinada por el kVp. La imagen tomada como referencia por ser la obtenida a mayor dosis, no fue la que resultó tener mayor calidad de imagen desde el punto de vista objetivo ni subjetivo, pudiendo constatarse la posibilidad de reducir las dosis. Varias imágenes obtenidas a menor dosis resultaron tener tan buena o mejor calidad que la imagen que la referencia..

(53) CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN. 41. El protocolo óptimo para imágenes de tórax con el equipo DR monitorizado tendría una corriente de tubo ligeramente superior a 5 mA por seg. con una diferencia de potencial superior a 80 kVolts. Con el mismo se obtendría buena calidad de imagen tanto objetiva como subjetiva, proporcionando una Kerma en aire de aproximadamente 0.4 mGy..